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IMAGERIE NUCLEAIRE


Imagerie en Médecine Nucléaire
La Médecine Nucléaire et les autres techniques d’imagerie médicale
Par technique d’imagerie médicale, on entend technique d’imagerie in vivo (ce qui exclut entre autres la microscopie) permettant de voir à l’intérieur des tissus (ce qui exclut par exemple l’endoscopie). Il existe aujourd’hui quatre grandes techniques d’imagerie médicale de routine : l’Imagerie par Résonance Magnétique, l’imagerie par rayons X, l’Echographie et la Médecine Nucléaire, reposant sur des principes spécifiques de détection et de mesure.
 
Technique
Détection
Grandeurs mesurées
Information recueillie
IRM
Ondes électromagnétiques
Intensité
Fréquence
Position
Temps de relaxation
Structure moléculaire
Concentration protonique
Flux, diffusion
Médecine Nucléaire
Photons Gamma
Énergie
Nombre
Position
Distribution fonctionnelle de la radioactivité
Radiologie
Photons X
Énergie
Nombre
Position
Pouvoir d’atténuation des tissus
Échographie
Ondes ultrasonores
Intensité
Fréquence
Position
Réflectivité des tissus
La Médecine Nucléaire est adaptée aux études fonctionnelles, l’utilisation d’atomes radioactifs qui marquent des molécules permet de suivre in vivo leur devenir dans l’organisme, et d’étudier le fonctionnement des organes.
Le versant diagnostique a 2 versants :
Technique in vivo : diagnostic par interprétation d’images (scintigraphies). Une substance faiblement radioactive gamma administrée au sujet se répartit dans ses tissus de façon uniforme ou préférentielle pour un organe cible. Les photons gamma sont détectés à l’aide d’une gamma-caméra, qui détermine le nombre, l’énergie, la direction incidente des photons.
Techniques in vitro : dosages de paramètres biologiques, par radio-isotopes (principe de dilution pour la mesure des volumes sanguin total, globulaire et plasmatique (une quantité Q de radioactivité est injectée dans le sang ; on effectue un prélèvement sanguin ; la concentration C en traceur permet de calculer le volume car V=Q/C)). Il est également possible de rechercher et de quantifier les saignements digestifs en comparant la quantité de radioactivité retrouvée dans les selles à celle injectée. Un dernier exemple est l’estimation du débit plasmatique rénal par mesure de la concentration plasmatique du traceur et de sa vitesse d’élimination dans les urines.
Le versant thérapeutique utilise les possibilités curatives de la radioactivité : une substance radioactive bêta, d’activité plus importante que pour une visée diagnostique, est administrée au sujet et se fixe de façon spécifique et durable sur l’organe à irradier.
Cet aspect thérapeutique de la Médecine Nucléaire concerne essentiellement le traitement de l’hyperthyroïdie et des carcinomes thyroïdiens par l’iode 131, le traitement par la synoviorthèse (traitement d’inflammations de la membrane synoviale dans la polyarthrite chronique rhumatoïde) à l’aide d’isotopes tels que l’erbium 169Er ou le rhénium 186Rh, et le traitement des métastases osseuses douloureuses à l’aide d’isotopes tels que le samarium 153Sm ou le strontium 89Sr, le traitement de la polyglobulie primitive par le phosphore 32P n’est plus d’actualité.
 
Les isotopes courants en Médecine Nucléaire sont des émetteurs de photons gamma (radioactivité gamma), produits par bombardement de particules, dans des accélérateurs de particules ou dans des réacteurs nucléaires. Ils sont émis par un noyau, et leur énergie varie de quelques dizaines à quelques centaines de keV. Certains isotopes peuvent émettre des photons d’énergies différentes. Les photons gamma traversent d’importantes épaisseurs de matière, ce qui permet leur détection par un dispositif externe, alors qu’ils ont été émis à l’intérieur d’un organisme. Ce le rayonnement gamma est moins radiotoxique que les rayonnement alpha, car moins absorbés par les tissus et donc moins concentrés près de leur lieu d’émission. Les plus utilisés des émetteurs gamma sont le technétium 99mTc, le thallium 201Tl, le xénon 133Xe, l’iode 131I, l’indium 111In.
Isotopes
Energie gamma (keV)
Demi-vie physique (heures)
Technétium 99mTc
140
6
Iode 123I
159
13
Thallium 201Tl
75 et 135
73
Xénon 133Xe
81
127
Gallium 67
97, 180 et 390
78
Chrome 51
325
672
Indium 111In
173 et 247
67
 
Radioisotope émetteur bêta -
Période
(jours)
 
Energie (MeV)
 
 
Erbium 169
 
9,4
béta : 0,33
 
 
Iode 131
8
béta:0,34 et 0,61
gamma : 0,36
 
 
 
Phosphore 32
14,2
béta : 1,71
 
 
Rhénium 186
3,7
béta : 0,98
 
 
Yttrium 90
2,7
béta : 2,26
 
 
 
 
Radioisotope émetteur bêta +
Période
(minutes)
 
Azote 13
10
Carbone 11
20
Fer 52
498
Fluor 18
112
Oxygène 15
2,2
 
 
Organe
 
traceurs
Indications principales
Commentaire
Thyroïde
pertechnetate : 99mTcO4-
nodule, goitre
le + courant
 
iode 123
hypothyroïdie néonatale
coût élevé
 
iode 131
curiethérapie :
carcinome et hyperthyroïdie
 
Parathyroïde
thallium 201
 
adénome
comparaison avec le 99mTcO4-
 
isonitriles -Tc99m
 
analyse directe
Squelette osseux
phosphonates-Tc99m
. cancérologie (métastases)
. rhumatologie
. médecine du sport
corps entier ou dynamique
Myocarde
thallium 201
insuffisance coronaire
. associé à une épreuve d'effort
. redistribue au repos
 
isonitriles -Tc99m
idem
réinjection
 
acides gras - I123
réserve métabolique
(post infarctus)
 
Perfusion
pulmonaire
serum alb. humaine :
macroagrégats ou
microsphères - Tc99m 
. embolie
. bilan pré-op de carcinome
 
 
Ventilation
pulmonaire
Xénon133, Krypton81m 
aérosols - Tc99m
embolie
couplée à la perfusion
Reins
DMSA - Tc99m
DTPA - Tc99m
Hippuran - I123
Mag3 - Tc99m
. insuf. rénale
. uropathies malformatives
. hypertension
bien définir l'indication clinique...
Foie
colloïde - Tc99m
obsolète...
explore le système réticulo-endothél.
 
EIDA - Tc99m
 
. surveillance de greffe. cholécystite
traceur hépato-biliaire
Infectieux
Gallium 67
 
non spécifique (traceur tumoral)
 
Polynucléaires - Tc99m
 
 
Cerveau
HMPAO - Tc99m
 
épilepsie
démence, ictus
traceur de débit
 
amphétamines - I123
 
 
Surrénales
MIBG - I131 ou I123
neuroblastome
phéochromcyt.
 
 
Norcholestérol - I131
Conn, Cushing
 
 
La demi-vie (ou période) effective Te, définie comme le temps au bout duquel la moitié d’une quantité initiale quelconque a disparu de l’organisme d’une façon ou d’une autre, dépend de la demi-vie physique Tp et demi-vie biologique Tb (temps au bout duquel la moitié d’une quantité quelconque de cet isotope a été éliminée de l’organisme)
Le technétium qui est de loin le plus utilisé présente plusieurs avantages :
· Les photons gamma sont d’énergie optimisée à la sensibilité des systèmes de détection.
· Sa demi-vie physique est de 6h est assez brève pour limiter l’irradiation du sujet, et assez longue pour que la décroissance soit négligeable lors des acquisitions durant quelques minutes.
· Cet élément est facilement disponible en routine.
· Il peut être associé à de nombreuses molécules ayant un intérêt biologique.
· Il est relativement peu coûteux par rapport à d’autres isotopes.
 
Le radio-isotope (marqueur) est associé à une molécule (vecteur), formant le traceur radioactif, qui se comporte comme un micro-émetteur gamma, détectable par des gamma-caméras.
Le radio-isotope peut être administré : seul (ex. xénon 133Xe), associé à des molécules non biologiques (ex. pertechnétate de sodium), associé à des molécules biologiques (ex. 99mTc associé à la sérum-albumine), associé à des structures présentes dans l’organisme (ex. 99mTc dans des hématies, 111In dans des plaquettes sanguines)
Le traceur peut être administré : par voie veineuse (le plus souvent), par inhalation (scintigraphies pulmonaires au Xe pour l’étude de la ventilation), par voie orale (étude de la vidange gastrique et des reflux gastro-œsophagiens), par voie intratécale (spécialement pour l’étude de la circulation du liquide céphalo-rachidien), par voie artérielle (très rarement)
Le traceur est en faible proportion (trâces) par rapport au composé naturel auquel il ressemble chimiquement (même comportement) contenu dans l'organisme, sa concentration est considérée comme constante en tout point de l'organisme (dilution complète et homogène), L'évolution au cours du temps de la radioactivité est représentative du fonctionnement de l’organe. L'information fonctionnelle obtenue sera de naturequantitative. La scintigraphie comporte une mesure de radioactivité, le comptage obtenu en un point est proportionnel à la concentration absolue de traceur radioactif en ce point, le comptage est donc proportionnel à la concentration locale de la molécule froide.
 
On réalise des images de la thyroïde avec de l’iode ; le xénon (gaz, solubilité) convient aux études pulmonaires ; le thallium (propriétés chimiques et biochimiques voisines du K, marque le capital potassique intracellulaire, en particulier pour le cœur). Les hématies contenant du technétium permettent de visualiser les cavités cardiaques… Certaines molécules ont été créées pour répondre à un besoin spécifique : l’HMPAO (Hexa-Methyl-Propylène-Amine-Oxime) marqué au technétium se fixe quasiment proportionnellement au débit sanguin cérébral, et permet ainsi de visualiser des zones de perfusion anormale.
La scintigraphie permet d’observer 3 phénomènes : l’invasion vasculaire de la zone d’intérêt par le traceur, la captation et/ou l’accumulation, l’élimination
Le médecin réalise l’interprétation des images (aspect homogène ou hétérogène, texture lisse ou granuleuse, fixation intense ou faible, symétrique ou asymétrique…). Des calculs simples peuvent être effectués, pour comparer par exemple la fixation du traceur dans une région à la fixation dans la région symétrique ou pour calculer la vitesse de fixation ou d’élimination du traceur grâce à des images réalisées successivement. Des calculs parfois complexes peuvent être réalisés grâce à des logiciels de traitement d’images dédiés. Ils sont nécessaires lorsqu’on veut utiliser les mesures de radioactivité pour déterminer des paramètres physiologiques tels le débit sanguin cérébral ou la clairance rénale. Il faut dans ce cas " modéliser " le comportement du traceur, c’est à dire identifier les lois gouvernant la circulation du traceur dans l’organisme. On établit, à l’aide de ce modèle, des équations mathématiques (donnant par exemple la quantité de traceur fixée au cours du temps en fonction du débit sanguin ; connaissant le temps, et en mesurant la quantité fixée, le débit est théoriquement calculable).
 
Il existe des dizaines d’indications de scintigraphie : métastases osseuses, nodules thyroïdiens hyper ou hypoactifs, embolie pulmonaire, étude de la viabilité myocardique, mesure de la fraction d’éjection du ventricule gauche, recherche de sténose artérielle rénale, estimation de la vascularisation d’un greffon rénal, AVC, ischémies, anévrismes, recherche et localisation de rates surnuméraires, hémorragie digestive, recherche de foyers infectieux (p.ex. après la pose d’une prothèse), visualisation de certaines cellules tumorales (entre autres : tractus gastro-intestinal, pancréas endocrine, cortico-surrénales, cerveau…)
 
Les bases physiques de la détection des photons gamma : L’effet photo-électrique, phénomène essentiel permettant la détection des photons gamma, par détection du photon de fluorescence. L’effet Compton, le photon gamma est seulement dévié par un électron (diffusion), et perd une partie de son énergie, est un effet indésirable (on ne retrouve pas l’origine du photon gamma dévié).
Il existe différents types de détecteur de rayons gamma (à gaz, à semi-conducteur…). Actuellement, le système le plus répandu en Médecine Nucléaire pour la détection d’un photon gamma est formé de l’association d’un cristal (généralement d’iodure de sodium avec des traces de thallium) et d’un photo-multiplicateur (PM). L'efficacité de détection des rayons gamma est de l'ordre de 40 photons/keV.
Lorsqu’un photon gamma interagit avec le cristal, il cède son énergie au cristal par effet photo-électrique. Le photo-électron éjecté a une énergie suffisante pour provoquer à son tour l’expulsion de nombreux autres électrons dans le cristal. Un photon de fluorescence (dans le domaine bleu-ultraviolet) est émis pour chaque photo-électron expulsé ; on obtient ainsi une gerbe de photons : c’est la scintillation.
Une partie de ces photons UV est détectée par le photo-multiplicateur (PM).
Un PM est une ampoule de verre contenant principalement une photocathode, des dynodes et une anode. Lorsque les photons de scintillation heurtent la cathode, celle-ci émet des électrons (à nouveau par effet photo-électrique). Ces électrons sont accélérés de la photo-cathode vers une première dynode du fait de l’application d’un champ électrique d’une centaine de volts entre elles. Ce champ électrique est à l’origine d’une force où q est la charge de l’électron. Cette force appliquée à l’électron lui donne une accélération non nulle (, m est la masse de l’électron), donc une augmentation de sa vitesse. Lorsque l’électron heurte la dynode à grande vitesse, son énergie cinétique est suffisante pour arracher plusieurs électrons à la dynode. Ces électrons vont à leur tour être accélérés vers la dynode suivante, où ils arracheront chacun plusieurs électrons, d’où un phénomène d’amplification. Un PM comprend une dizaine de dynodes. Si chaque électron arrivant sur une dynode provoque l’expulsion de 5 électrons vers la dynode suivante, l’amplification peut atteindre un gain théorique de 510, soit environ 10 millions. Le courant total (représenté par la surface sous la courbe du pulse à la sortie du PM) est proportionnel à l’énergie gamma perdue. On forme un nouveau signal, de largeur donnée, et dont la hauteur est proportionnelle au courant total. Ainsi, la hauteur du signal est proportionnelle à l’énergie du photon gamma incident. On détermine de cette façon l’énergie d’un photon gamma incident par l’amplitude du signal électrique qu’il génère.
Les impulsions sélectionnées par l'analyseur d'amplitude sont dirigées sur une échelle de comptage comportant un intégrateur du temps qui délivre alors un taux de comptage en impulsions par seconde (ips) ou en coups/seconde (cps). Ce taux de comptage ne peut être rattaché à l'activité réelle de la source qu'après un certain nombre de corrections prenant en compte notamment l'efficacité géométrique de détection et le rendement de la chaine de détection. Pour des taux de comptage très élevés la réponse du détecteur n'est plus linéaire, un certain nombre d'évènements ne sont pas pris en compte. Le défaut de détection qui en résulte s'appelle temps mort. Il est habituel de se placer dans des conditions de détection telles que la correction de temps mort ne soit pas nécessaire (source d'activité moyenne).
Il est à noter que l’émission lumineuse (et donc l’impulsion de courant généré à la sortie des PM) a une durée non nulle (de l’ordre de 250 ns pour l’iodure de sodium). Il est nécessaire d’attendre la décroissance du signal pour pouvoir déterminer le courant total, défini par la surface sous la courbe du pulse. Globalement, le temps de traitement d’un événement est de l’ordre de la microseconde. Ce temps, pendant lequel il n’est pas possible de traiter un nouvel événement, est appelé temps mort. Plus le flux de photons gamma est important, plus les temps morts sont nombreux, et donc le nombre d’événements non traités (car survenant durant un temps mort) augmente. On peut ainsi arriver à saturer le système de détection : le nombre de signaux à la sortie des PM n’augmente plus linéairement avec le flux des photons, et même il diminue.
Lorsqu'une scintillation se produit, la somme des signaux de sortie de tous les PM fournit l'énergie perdue dans le volume du scintillateur. Le grand nombre de PM permet d'assurer la "collecte" du maximum de lumière. Par ailleurs, l'amplitude du signal de sortie d'un PM varie avec la distance qui existe entre le centre de sa photocathode et le lieu o s'est produit la scintilaltion dans le cristal. La distribution de l'amplitude des impulsions de sortie des PM fournit alors l'information de localisation (coordonnées X et Y) par l'intermédiaire d'un calculateur de positionnement. Pour chaque photon interagissant avec le détecteur on obtient donc des coordonnées de localisation (X et Y) et une valeur de l'énergie cédée ou perdue dans le cristal (coordonnée Z). Une analyse d'amplitude permet de ne retenir que les photons d'énergie caractéristique du radioélément étudié (par ex. 140 keV pour le Tc99m) ayant perdu toute leur énergie dans le cristal (pic photo électrique).
Les isotopes émettant des photons gamma d’énergie déterminée, on peut réaliser une spectroscopie qui représente sous forme d’histogramme le nombre de photons recueillis en fonction de leur énergie. Contrairement à ce qu’on pourrait attendre, cet histogramme ne comprend pas qu’une raie (ou plusieurs raies si l’isotope émet des photons d’énergie différentes), mais un spectre continu, parce qu’entre les lieux d’émission et d’interaction dans le cristal, les photons ont interagi avec le milieu traversé, par diffusion Compton et ont perdu une proportion variable de leur énergie ; on s’intéresse aux photons dont l’énergie est égale ou voisine de celle de l’isotope considéré, car cela signifie qu’ils n’ont pas été déviés.
 
La spectroscopie permet d’éliminer les photons déviés (dont on ne connaît plus l’origine) mais qui sont parvenus jusqu’au cristal. Ce type de détecteur à scintillation, associé à un dispositif mécanique permettant son déplacement fin, permet de réaliser des images. Ce système a été très longtemps utilisé pour l’imagerie de la thyroïde. Cet organe est en effet de taille suffisamment petite pour être balayé par la sonde en un temps raisonnable. Cependant, la scintigraphie moderne utilise la gamma-caméra pour l’acquisition des images. L’intérêt, par rapport à la sonde, d’une gamma-caméra est de collecter des informations sur un grand nombre de points simultanément. Il est ainsi possible d’obtenir des images de grandes zones du corps, ou du corps dans sa totalité.
 
Les gamma-caméras disposent de 2, voire 3 têtes de détection, chaque tête est composée d’un collimateur, d’un cristal et de plusieurs PM. Les rayons gamma ne pouvant pas être focalisés comme la lumière à l'aide de lentilles, l'utilisation d'un collimateur permet de privilégier une direction, la plus courante étant la perpendiculaire au cristal. Un collimateur est une galette habituellement en plomb dans laquelle des trous cylindriques ou coniques sont percés suivant un sytème d'axes déterminé. Les photons gamma dont le parcours n'emprunte pas ces directions sont absorbés par le collimateur avant d'atteindre le cristal. La cloison séparant deux trous voisins est appelée "septum". L'épaisseur de plomb est calculée pour entraîner une atténuation d'au moins 95% de l'énergie des photons traversant les septa. Le collimateur le plus couramment utilisé est à trous parallèles. Il conserve les dimensions de l'image. Pour les collimateurs non parallèles, la transformation des dimensions de l'image dépend de la distance de celle-ci au collimateur. Ceci entraîne une distorsion géométrique dont il faut tenir compte.
La résolution du collimateur correspond à la précision de l'image formée dans le détecteur. La résolution s'améliore avec l'augmentation de l'épaisseur des septa au détriment de la sensibilité du collimateur. Un bon compromis est à trouver, la réalisation d'un collimateur performant dépendant des caractéristiques intrinsèques du détecteur et de l'usage que l'on veut en faire. Le collimateur est une plaque de plomb percée de trous. Seuls les photons émis dans l’axe d’un trou traversent le collimateur et parviennent au cristal dans lequel vont se produire les scintillations décrites ci-dessus.
La collimation est indispensable à l’obtention d’une image. Elle permet de connaître la direction de laquelle viennent les photons (axe parallèle à l’axe des trous et passant par le point de scintillation sur le détecteur), cette information permet la reconstruction en 3D. Le collimateur détermine la résolution de la gamma-caméra
Il existe différents types de collimateur. L’inconvénient du collimateur est qu’il ne laisse passer qu’une faible partie des photons (1/10000 environ). Le faible signal recueilli est partiellement compensé par la haute sensibilité du cristal et par l’amplification du signal.
 
L’utilisation de plusieurs PM (quelques dizaines dans une tête de gamma-caméra actuelle) rend la détection de la scintillation plus efficace, et permet surtout d’acquérir simultanément les signaux en plusieurs points, image de l’organe en un temps réduit (il existe en effet la possibilité de n’utiliser qu’un PM, et de déplacer l’ensemble cristal-PM pour balayer l’organe d’intérêt ; cette solution n’est plus utilisée que dans de rares cas, l’examen thyroïdien par exemple).
 
L’image scintigraphique comprend 3 informations : la localisation des scintillations dans le cristal, leur nombre et l’énergie des photons gamma qui sont à l’origine des scintillations.
Dans les caméras les plus modernes (digitales), les signaux numériques provenant de chaque PM sont comparés entre eux. Une localisation grossière de l’interaction photon/cristal est tout d’abord obtenue en recherchant le PM qui a fourni le plus grand signal. Ensuite, la localisation est affinée en prenant en compte l’amplitude des signaux des PM voisins (en calculant " le centre de gravité " de la scintillation). On localise ainsi les scintillations aussi bien en face d’un PM qu’entre 2 PM. Le cristal est virtuellement découpé en pixels de quelques mm², identifiés par leurs coordonnées dans un repère orthonormé. Chaque scintillation est attribuée à un des pixels.
Ceci permet de détecter plusieurs événements simultanément, s’ils surviennent en des endroits suffisamment éloignés dans le cristal. En effet, dans ce cas, les 2 scintillations concernent 2 groupes de PM différents. Si les scintillations sont proches dans le temps et dans l’espace, il n’est pas possible de déterminer ni l’énergie ni la position de chaque événement, et ces deux événements sont rejetés.
La somme des signaux émis par les PM est proportionnelle à l’énergie du photon gamma incident. La correspondance entre l’énergie d’un photon gamma et l’amplitude du signal généré par la scintillation est établie préalablement grâce à une calibration.
Les 3 informations (localisation, intensité, énergie) obtenues, on constitue une image. Seuls les photons de même énergie sont considérés pour former une image. Chaque pixel est représenté sur l’écran avec une couleur (ou avec une luminance) définie selon le nombre de scintillations dans ce pixel.
 
Acquisition planaire statique : les têtes d’acquisition sont immobiles, une seule image est acquise. On s’intéresse ici à la répartition du radiotraceur lorsqu’il est fixé de façon relativement stable dans l’organisme.
Acquisition planaire dynamique : les têtes d’acquisition sont immobiles, plusieurs dizaines d’images sont successivement acquises, à raison de quelques secondes par image, pour connaître la cinétique du radiotraceur.
Acquisition planaire synchronisée (" gated "), utilisée pour les études cardiaques. Cette acquisition planaire dynamique démarre à un instant particulier du cycle cardiaque, et 16 images sont généralement acquises durant chaque cycle. Le cycle cardiaque est connu grâce à la pose d’électrodes ECG.
Acquisition tomographique (tomographie axiale transverse par émission de simple photon (SPECT)) : les têtes d’acquisition sont en rotation autour du sujet. Plusieurs dizaines d’images sont successivement acquises, chacune sous un angle différent. On veut connaître la répartition du traceur dans les trois dimensions de l’espace.
Acquisition tomographique synchronisée avec le cycle cardiaque. On obtient ainsi la répartition de la radioactivité en trois dimensions, au cours du cycle cardiaque.
Dans tous les cas, le patient doit être immobile, sinon les images sont floues. Le choix du type d’acquisition dépend entre autres de l’organe d’intérêt.
Dans l’acquisition planaire statique corps entier, la surface du détecteur (environ 50x60cm) étant plus petite que le corps, il est nécessaire de déplacer le détecteur pour qu’il balaye le corps dans son ensemble. Cependant, cette acquisition permet d’obtenir sur une unique image l’ensemble du corps. L’acquisition " corps entier " est utilisée pour rechercher des métastases.
L’acquisition planaire est indiquée lorsque l’information concernant la profondeur n’est pas indispensable, par exemple lorsqu’on on s’intéresse au squelette ou aux articulations (épaisseur faible, absence de structures fixant de façon importante le radiotraceur et se superposant au squelette). Pour connaître la profondeur, l’acquisition tomographique, permettant d’obtenir des tranches (ou des coupes) du corps, est requise.
 
La tomographie d’émission monophotonique (TEMP), elle est monophotonique en opposition à la TEP dans laquelle 2 photons émis à la suite de l’annihilation d’un positon avec un électron sont détectés pratiquement simultanément. On trouve également pour la TEMP l’abréviation TEPS (Tomographie d’Emission par Photon Simple).
Les images obtenues sur les projections dépendent de la répartition du traceur à l’intérieur de l’organisme, on utilise donc le principe du scanner pour reconstruire des images en 3D. Ceci créée des artefacts qui peuvent être en grande partie éliminés par des techniques de traitement d’image, et en augmentant le nombre de projection, une soixantaine de projections est un minimum.
 
Deux phénomènes physiques nuisent à la qualité des images reconstruites : l’atténuation et la diffusion.
L’atténuation des photons gamma est une fonction exponentielle de l’épaisseur de tissus à traverser. Pour corriger cette atténuation, il faut pour chaque pixel, et chaque incidence connaître l’épaisseur et la nature atténuante des tissus traversés. Diverses méthodes sont utilisées pour la détermination de la carte d’atténuation.
Elle peut être obtenue par le scanner X, qui est adapté à la mesure de l’atténuation, mais se pose le problème de recaler dans les 3 dimensions de l’espace les scintigraphies et les images du scanner. Une approche simple utilise une carte d’atténuation uniforme, la correction dépend uniquement de sa profondeur. Cette approche est utilisée pour des structures homogènes en terme d’atténuation, le cerveau en particulier. Cette méthode simple n’est pas adaptée au tronc (grande diversité des structures en terme d’atténuation ( os, tissus mous, air pulmonaire)). On peut réaliser une carte d’atténuation par une source radioactive externe. Ces systèmes sont montés sur les gamma-caméras, et le sujet se trouve entre la source et le détecteur, comme lors d’un scanner X. On réalise ainsi sous tous les angles de projection, une série de projections " atténuées ", que l’on utilise pour reconstruire des images en coupe de l’atténuation. Une des solutions consiste, sur une machine à deux têtes de détection placées à angle droit, à acquérir simultanément sur l’une d’elles les photons transmis par la source externe ponctuelle et les photons émis par le traceur dans l’organisme, et sur l’autre à acquérir et les photons émis par le traceur seuls.Un collimateur en éventail est utile lorsqu’on utilise une source ponctuelle.
La diffusion par effet Compton rend l’image floue. Il existe plusieurs méthodes de correction de la diffusion. La méthode appliquée universellement consiste à ne considérer que les photons dont l’énergie est voisine de celle du photopic (une énergie < signifie une diffusion). Mais la résolution des détecteurs ne permet pas de distinguer les photons primaires (non diffusés, mais dont l’énergie mesurée n’est pas toujours celle du photopic du fait de l’imprécision du système de mesure) et les photons diffusés. Une solution (approximative) consiste à acquérir simultanément des images à plusieurs énergies, dont celle du photopic. Le diffusé présent dans la fenêtre du photopic est alors estimée par des algorithmes plus ou moins complexes, puis soustrait de l’image totale pour obtenir une image avec moins de diffusé. Il n’existe pas à l’heure actuelle de solution parfaite de correction du diffusé.
 
La tomographie d’émission avec détection de coïncidences ou tomographie par émission de positons (TEP). Il s’agit d’une technique mise en œuvre dans des centres spécialisés et non dans des services de Médecine Nucléaire. Tous les isotopes radioactifs dont nous avons parlé jusqu’ici sont émetteurs de photons gamma. Il existe des émetteurs bêta, c’est à dire des émetteurs d’électrons (radioactivité bêta -) ou de positons (radioactivité bêta +) utilisés en recherche clinique.
Le traceur bêta + est administré. Les positons ont un parcours moyen de quelques mm dans les tissus humains. En percutant un électron du milieu, une réaction d’annihilation se produit, avec 2 photons gamma de 511 keV de directions opposée ; les constructeurs de machines TEP ont placé les PM (avec chacun un petit cristal) non plus sur des plans mais sur des couronnes, au centre desquelles est placé le sujet.
En TEP, les collimateurs ne sont pas nécessaires. En effet, en détectant 2 photons, et sachant qu’ils ont été émis dans des directions opposées, il est aisé de déterminer leur direction : c’est la direction de la droite passant par les sites de scintillation dans la couronne de détecteurs. L’absence de collimateurs améliore nettement la sensibilité globale du système. Le cristal scintillateur est constitué de germanate de bismuth (BiGO) ou de fluorure de baryum (BaF2) L'efficacité de localisation en tomographie par émission de positons est limitée par le parcours au cours duquel la particule perd son énergie cinétique par collisions avant de s'annihiler. L'origine des photons détectés ne coïncide en effet pas exactement avec l'émission de la particule bêta+. Ce parcours est cependant limité pour les émetteurs de positons utilisés habituellement en diagnostic scintigraphique. La reconstruction de l'image, analogue à celle de la tomographie classique (SPECT), est effectuée par rétroprojection filtrée. L'image représente ici aussi la distribution d'un paramètre fonctionnel, mesurable par analyse de la distribution du radioélément. Une caractérisation physiologique ou métabolique peut être alors obtenue grâce à un modèle mathématique.
La détection de 2 photons par 2 détecteurs placés en vis à vis n’est validée que si les 2 détections sont quasiment simultanées (délai < 10 à 20 ns) : c’est la détection en coïncidence. Cette contrainte est nécessaire car si on attend plus, il y a une probabilité importante que le deuxième photon détecté provienne en fait d’une autre annihilation (coïncidence fortuite), si un des photons est dévié, on parle de coïncidence diffusée. Les coïncidences fortuites et diffusées sont une importante cause de bruit.
A l’aide d’une électronique très rapide, il est possible, connaissant la différence de temps d’arrivée entre les 2 photons aux détecteurs, de déterminer leur point de départ (le lieu de l’annihilation) : c’est la technique " temps de vol ". Cependant, cette technique qui avait semblé très prometteuse il y a quelques années n’est plus à l’ordre du jour car elle n’apporte pas une amélioration décisive.
Un système TEP comprend plusieurs couronnes de détecteurs, ce qui permet de réaliser des acquisitions dans plusieurs plans parallèles simultanément. Jusqu’à récemment, seules les détections en coïncidence survenant dans le plan d’une couronne étaient considérées. Il est possible aujourd’hui de détecter les deux photons à l’aide de détecteurs appartenant à des couronnes différentes. On parle alors d’acquisition en 3 dimensions (3D), qui augmente la sensibilité de l’instrument.
Les intérêts de la TEP sont nombreux. Le plus important est sans doute la possibilité de marquer, à l’aide d’atomes radioactifs tels que le carbone 11C et l’oxygène 15O, des molécules organiques (métabolites, médicaments…), et ainsi de les suivre dans l’organisme.
Le traceur bêta + peut être en particulier le deoxy-glucose marqué avec le fluor 18F (18FDG). Synthétisé à partir du glucose, il permet d’en étudier le métabolisme dans les tissus humains. En effet, le 18FDG est d’un point de vue chimique suffisamment proche du glucose pour être capté par les cellules pour leurs besoins énergétiques. Toutefois, la perte d’une fonction hydroxyle –OH (d’où le terme " deoxy ") fait que le 18FDG n’est pas complètement dégradé comme le glucose et s’accumule dans les cellules. On dispose ainsi d’un indicateur des besoins en glucose des cellules, besoins qui reflètent le niveau du métabolisme cellulaire. Le fluor 18F, émetteur de positons, permet quant à lui de déterminer la répartition du FDG dans l’organisme.
Ce traceur permet la détection des tumeurs, qui présentent généralement un métabolisme plus important que les tissus avoisinants ; l’hyperfixation du 18FDG dans des tumeurs permet donc de les localiser.
Jusqu’à ces dernières années, seuls des centres spécialisés fort peu nombreux (3 en France) pouvaient réaliser des examens TEP, car il faut, en plus de la caméra, un cyclotron sur place pour la production des traceurs radioactifs, de courte période (110 minutes pour le fluor 18, 20 min pour le carbone 11, 2 minutes pour l’oxygène 15). De plus, pour des raisons essentiellement techniques, les gamma-caméras n’étaient pas jusqu’à présent adaptées à ce type d’examen. Les fabricants de gamma-caméras proposent aujourd’hui des machines modifiées pouvant réaliser à la fois des acquisitions conventionnelles de Médecine Nucléaire et des acquisitions type TEP, c’est à dire à l’aide d’émetteurs de positons et avec détection en coïncidence. De plus, la commercialisation du FDG est, depuis peu, envisagée par les fabricants de produits radiopharmaceutiques, ce qui le rendrait disponible en routine. Ainsi, l’utilisation du 18FDG devrait devenir beaucoup moins confidentielle dans un futur proche.
 
Afin de ne pas confondre la technique d’imagerie TEP dédiée avec la technique utilisant des émetteurs de positons et des gamma-caméras, cette dernière est nommée Tomographie d’Emission avec Détection de Coïncidences (TEDC, ou CDET en anglais).
La TEDC présente plusieurs différences avec la TEMP classique : tout d’abord, il est nécessaire de disposer d’une gamma-caméra à deux têtes de détection se faisant face. Ici, le système de détection est non plus une couronne, mais un ensemble de deux plans détecteurs.
Un dispositif électronique pour la détection des coïncidences est requis. De plus, pour une bonne efficacité, un cristal épais (12.7 mm contre 9.5 en SPECT) est nécessaire pour les photons gamma de 511 keV, plus énergétiques que les isotopes habituellement utilisés en Médecine Nucléaire.
Cette technique de détection en coïncidence présente les mêmes problèmes de détection des coïncidences fortuites et diffusées que la TEP. Elle permet toutefois de supprimer les collimateurs. Le flux de photons arrivant sur le cristal est alors multiplié par 10 000. Ceci présente l’avantage de pouvoir réduire sensiblement les doses de radioactivité administrée au sujet, à qualité d’image équivalente. On pourrait penser que l’augmentation de sensibilité permet également d’obtenir une meilleure statistique de comptage à temps d’acquisition et dose égaux, ou de diminuer le temps d’acquisition à statistique de comptage et dose du même ordre. En fait, en multipliant par 10 000 le flux de photons, la limite de saturation du système peut être atteinte, c’est à dire que le système n’est pas assez rapide pour compter tous les événements sans en perdre un grand nombre, et surtout le nombre d’événements enregistrés n’est plus proportionnel à l’activité réelle. Il est alors nécessaire de limiter la dose administrée.
Aujourd’hui, la TEP clinique (c’est à dire utilisée en routine pour des examens cliniques plutôt qu’en recherche) semble être la technique de choix pour la détection et le suivi des tumeurs. La TEDC, aux performances légèrement moins bonnes, mais au coût beaucoup plus faible et à une mise en œuvre plus simple (par rapport à la TEP) devrait également devoir se développer.
Tomographie par émission de positons au 18-flu-oro-désoxyglucose (1) :
La TEP au FDG marqué par le fluor-18 est une modalité nouvelle de la médecine nucléaire apportant, par rapport aux autres modalités d'imagerie médicale, un gain significatif en sensibilité et spécificité pour la détection des sites tumoraux.
 
Rappel méthodologique : Le FDG est un traceur du glucose. Il existe un flux d'entrée du FDG dans les cellules tumorales supérieur à celui des cellules normales (hormis le cerveau et le myocarde). Ce traceur, après une première phosphorylation par l'hexokinase, ne progresse pas ultérieurement dans les différentes voies de la glycolyse.
Ces anomalies de la glycolyse sont à la base de l'utilisation du FDG en oncologie ; cependant, elles ne sont pas retrouvées (ou de façon insuffisante) dans certains cancers (notamment une fraction des cancers thyroïdiens et des tumeurs neuroendocrines, certains cancers pulmonaires bronchiolo-alvéolaires, les cancers prostatiques à certains stades de leur évolution) et, à l'inverse, elles sont présentes dans les processus cicatriciels, inflammatoires (tuberculose, sarcoïdose, granulomatoses, abcès), les tissus glandulaires hyperactifs (thyroïde hyperfonctionnelle, phéochromocytome, sein en cas d'oestrogénothérapie) et dans le stroma tumoral (lymphocytes).
De nombreux artefacts de fixation peuvent affecter les images obtenues. Les plus fréquents sont les artefacts musculaires (principalement dans la région cervicale et le rachis dorsal), les artefacts urinaires (images rénales, des voies excrétrices et de la vessie) et digestifs (principalement fixations coliques à prédominance droite) ils peuvent être atténués grâce a une préparation adéquate du patient. Des artefacts peuvent apparaître lors de la reconstruction des volumes.
La production du fluor 18 (période 110 mn) utilisé pour marquer le FDG nécessite un cyclotron avec synthèse du FDG dans une unité de chimie rapide à proximité du cyclotron.
Le fluor 18 est un émetteur de positons ; le rayonnement détecté à l'extérieur du patient correspond aux photons d'annihilation du positon, émis en coïncidence dans des directions opposées à 180° ; la détection de deux photons de 511 keV en coïncidence est l'information de base qui permet la reconstruction de la distribution du FDG et donc la réalisation d'images tomographiques (caméras dédiées). Une alternative à l'utilisation des caméras dédiées à la TEP est l'utilisation des caméras conventionnelles des services de médecine nucléaire (Spect) modifiées pour la détection du FDG (mais perte de qualité des images)
 
Apport clinique
Les principales indications reconnues par l'AMM du FDG, sont :
le diagnostic de malignité des nodules pulmonaires (surtout isolé), sensibilité de 95 % et spécificité > 80 %
Evaluation du stade ganglionnaire médiastinal des cancers pulmonaires non à petites cellules avec un gain de sensibilité de 25 % par rapport au scanner thoracique, proche de la médiastinoscopie. La TEP explore toutes les aires ganglionnaires. Elle permet d'éviter des thoracotomies inutiles ou, au contraire, de poser l'indication d'un traitement chirurgical chez un patient pour lequel l'évaluation par scanner a montré des adénomégalies non spécifiques. Elle permet également la détection de métastases à distance, en particulier au niveau surrénalien, indépendamment des syndromes de masse visibles sur le scanner
Dans les cancers colorectaux, la TEP détecte les métastases ou récidives locales avec une sensibilité et une spécificité de 90 % (taux d'ACE élevés sans anomalie aux explorations conventionnelles), la TEP peut être positive en l'absence d'anomalie des marqueurs. Il faut noter les performances particulières de la TEP pour la recherche des nodules de carcinose péritonéale et pour la détection des métastases hépatiques, particulièrement au niveau des interfaces (métastases souscapsulaires ou paradiaphragmatiques) ou après chirurgie hépatique (zones cicatricielles ou clips).
Dans le mélanome, la TEP détecte les métastases ganglionnaires et sous-cutanées non détectables par d’autres modalités d'imagerie, elle visualise la totalité de l'extension de la maladie. Des adénopathies au scanner, sans fixation sur la TEP sont non métastatiques
Dans les lymphomes, la TEP montre le plus grand nombre de sites de la maladie et corrige un nombre significatif d'erreurs du bilan d'extension de la maladie ; elle évalue précocement la réponse à la chimiothérapie. Ceci permet une meilleure adaptation du traitement afin d'éviter les complications tardives ou les rechutes de la maladie chez les patients insuffisamment traités.
Dans d'autres pathologies, les performances de la TEP sont beaucoup plus modestes, avec une sensibilité comprise entre 30 % et 50 % ; cependant, sa contribution clinique peut être significative en l'absence de toute autre possibilité diagnostique alternative ; c'est en particulier le cas des cancers thyroïdiens différenciés, des cancers médullaires de la thyroïde et des tumeurs germinales de l'adulte.
 
Le lipiocis est un Traitement prometteur surtout en cas de thrombose porte, indiqué également en l’absence de thrombose, bien que moins efficace
 (1) Maublant J, Lumbroso J, Cachin F, Raoul JL, Syrota A, Vuillez JP. [Nuclear medicine in oncology : new diagnostic and therapeutic methods]. Bull Cancer 2001 ; 88(1):35-44.
 
L’imagerie nucléaire de l’IRM repose sur un phénomène reconnu de la physique des vibrations : la résonance. Elle concerne tous les processus oscillants, qu’ils soient mécaniques, acoustiques, optiques ou électriques. Il y a résonance quand un système se met à vibrer tout seul en recevant les ondes venues d’un autre système oscillant. Pour cela, il faut que l’émetteur et le récepteur aient une même fréquence d’oscillation ou un multiple entier de cette fréquence.
Cette propriété est à la base de l’imagerie magnétique.
Le noyau de l’atome d’hydrogène est constitué d’un seul proton, de charge positive. Les lois de la mécanique quantique font que ce proton se comporte comme un aimant, avec un pôle nord et un pôle sud. On désigne cet aimant sous le nom de « spin ». A l’état naturel, ces aimants pointent tous selon des directions aléatoires. Mais si on leur applique un champ intense, ils tendent à s’aligner avec lui, soit dans le même sens, soit dans le sens contraire.
Cependant, les niveaux d’énergie correspondant à ces deux positions ne sont pas équivalents : il faut moins d’énergie pour les mettre dans le même sens que dans le sens inverse. La physique, étant en général adepte de la loi du moindre effort, il y aura toujours un peu plus de protons alignés dans le sens parallèle que dans le sens antiparallèle. Ce point est important dans la mesure où, bien que très faible, le champ résultant global ne sera plus nul. Par voie de conséquence, il sera détectable.
Par ailleurs, les spins sont aussi affectés d’un mouvement de « précession », analogue à celui d’une toupie inclinée tournant seulement sur elle-même mais aussi autour de l’axe vertical. La précision des spins se produit avec une fréquence dite « de Larmor », qui est fonction de l’intensité du champ magnétique et de la proximité d’autres atomes. Cette relation entre intensité du champ magnétique, interaction atomique et fréquence de résonance est aussi primordiale : en IRM, elle permettra de former une image.
Etape suivante : si en plus du premier champ fixe, on applique aux protons un champ tournant à une fréquence égale à celle de Larmor, leurs vecteurs de champ basculent et ils synchronisent leurs mouvements de précession. Ici, en raison des fréquences mises en jeu, nous sommes dans le domaine des radiofréquences, et des antennes émettrices suffisent donc. Cette perturbation des spins des protons persiste quelques instants après l’interruption du champ haute fréquence.
Durant cette phrase de retour à la normale, les protons restitueront l’énergie que leur avait apportée le champ tournant sous forme d’une émission radio, toujours sur la fréquence de Larmor. C’est en détectant cette émission, à l’aide des mêmes antennes que celles utilisées pour créer le champ haute fréquence, que l’appareil d’IRM formera son image. Mais si le champ est homogène et l'émission radio appliquée à tout le corps du patient, tous les noyaux d’hydrogène qu’il compte répondront simultanément à la sollicitation, et aucun détail ne sera décelable. Pour tourner le problème, les appareils d’IRM font appel à des champs d’intensité progressive, et l’on parle alors de gradients de champ. Des électroaimants auxiliaires viennent superposer un champ variable à celui que crée l’électroaimant principal. Ils sont au nombre de 6, soit 3 couples. Ils créent ainsi 3 directions de gradients de champs linéaires orthogonaux : l’un suivant l’axe des X, le second des Y, le troisième des Z. Or, comme nous l’avons plus haut, la fréquence de Larmor est fonction du champ magnétique auquel est soumis le proton. Ainsi, chaque point du volume à examiner possède une nouvelle fréquence de Larmor qui lui est propre. Il suffit alors de caler la fréquence de l’émission radio sur une valeur bien précise pour que seuls les protons d’une zone limitée de l’espace possèdent une fréquence de Larmor identique. On crée ainsi un « voxel », l’équivalant en volume du pixel sur une image plane. De plus, la taille de ce point d’analyse est faible :de l’ordre du millimètre cube.
En pratique, l’appareil d’IRM ne scrute pas une fréquence unique mais analyse globalement l’ensemble des émissions. Pour trier l’information utile et réussir à construire une image, il effectue une « analyse de Fourier » du signal complexe qu’il capte. Il isole ainsi chaque fréquence et, connaissant les gradients de champ qu’il a appliqués (donc la répartition spatiale de l’intensité du champ), il est capable de localiser la source d’émission e chacune d’entre elles.
En fait, l’appareil envoie un signal de fréquence connue et repère les points qui entrent en résonance avec ce signal. Ils correspondent aux noyaux d’hydrogène, donc aux molécules d’eau. Comme la répartition et la densité de ces molécules sont fonction du tissu analysé, on obtient au final une image détaillée de la zone étudiée.
Le gradient de champ correspondant à un plan, l’appareil donne une coupe du corps du patient. Mais, en modifiant la valeur des gradients de champ et l’orientation des aimants auxiliaires, il est possible de déplacer ce plan en toute liberté : on peut aussi bien lui faire effectuer une translation qu’une rotation. De ce fait, on peut avoir une coupe d’une zone quelconque du patient et, sous un angle quelconque, sans devoir le déplacer.
Il y a toutefois une limite à cette technologie : ces traitements requièrent, pour l’ordinateur qui équipe l’appareil d’IRM, une puissance de calcul importante. Même sur les appareils actuels, le temps de calcul de chaque image reste élevé (il peut atteindre une heure). En revanche, il offre aux praticiens une liberté totale du choix du plan de coupe selon lequel sera vu le corps du patient. C’est cette possibilité, associée à l’excellente finesse des images obtenues et à l’innocuité de l’examen, qui font le succès de l’IRM.
 
Bibliographie
Physique
· Eléments de Biophysique-2. F. Grémy et J. Perrin 1977 – Flammarion
· Les rayonnements ionisants. détection – spectrométrie – dosimétrie. D. Blanc 1990 ; Masson-collection physique fondamentale et appliquée.
· Bases physiques de l’imagerie médicale. A. Desgrez, I. Idy-Peretti. Masson-collection d’imagerie médicale.
· Biophysique des radiations et imagerie médicale. J. Dutreix, A. Desgrez, B. Bok, J.-M. Vinot 1993, abrégé Masson.
·Instrumentation
· Revue de l’ACOMEN - L’évolution de l’instrumentation : Les gamma-cameras. Juillet 1996 n°2.
· Revue de l’ACOMEN - 18FDG en oncologie. Mars 1998 n°2.
· Revue de l’ACOMEN - Tomographie d’émission : Reconstruction-Corrections. Juillet 1998 n°2.
·Médecine Nucléaire
· Les radio-isotopes et leurs utilisations. C. Fischer 1980 ; Eyrolles- collection CEA
· Guide pratique des explorations fonctionnelles et des traitements par les radio-isotopes. Serge Chamoiseau 1995 - Editions Médicales Internationales
· Imagerie nucléaire fonctionnelle. J.-L. Moretti, P. Rigo, A. Bischof-Delaloye, R. Taillefer, N. Caillat-Vigneron, G. Karcher. Abrégé Masson 1991.


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